JPS61272643A - Nmrイメージング方法 - Google Patents
Nmrイメージング方法Info
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- JPS61272643A JPS61272643A JP60114082A JP11408285A JPS61272643A JP S61272643 A JPS61272643 A JP S61272643A JP 60114082 A JP60114082 A JP 60114082A JP 11408285 A JP11408285 A JP 11408285A JP S61272643 A JPS61272643 A JP S61272643A
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- magnetic resonance
- phase
- nuclear magnetic
- deviation
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の利用分野〕
本発明は、核磁気共鳴(Nuclear Magnet
jcResonance 、以下NMRという)現象を
利用した体内断層撮影装置に関するもので、医学診断に
使用される。
jcResonance 、以下NMRという)現象を
利用した体内断層撮影装置に関するもので、医学診断に
使用される。
NMR信号の計測における、タイミングずれの問題点に
関しては、従来は、例えば、1983年、エスピーアイ
イー(SPIE)のピー・ニー・ボトムリ−(pJ、1
30ttomley )による11核磁気共鳴イメージ
ングにおける磁場強度の選択法” (Technic
alalternatives jn nuclear
magnetic resonance(NMR)
imaging)の中の記述があるように、得られた画
像の絶対値(スペクトル)を表示することによって解決
していた(上記文献P232.下から3行目参照)。
関しては、従来は、例えば、1983年、エスピーアイ
イー(SPIE)のピー・ニー・ボトムリ−(pJ、1
30ttomley )による11核磁気共鳴イメージ
ングにおける磁場強度の選択法” (Technic
alalternatives jn nuclear
magnetic resonance(NMR)
imaging)の中の記述があるように、得られた画
像の絶対値(スペクトル)を表示することによって解決
していた(上記文献P232.下から3行目参照)。
この問題について詳しく述べる。
今、話を簡単にするため、]−次元信号について考察す
るが、2次元信号についても同様である。
るが、2次元信号についても同様である。
NMR信号を、f(t)と表現すると、NMR信号の特
性より、第1図(a)の(i)口))に示すように、実
部は偶関数、虚部は奇関数で得られる。
性より、第1図(a)の(i)口))に示すように、実
部は偶関数、虚部は奇関数で得られる。
よってfD)のフーリエ変換F(x)は、フーリエ変換
の性質より実関数となる。
の性質より実関数となる。
F (x )=% (f (t ))
・・(1)従って、F(x)を横形式で表現すると
位相成分は零となる。
・・(1)従って、F(x)を横形式で表現すると
位相成分は零となる。
F(x)=A(x)e”=A(x) −(2
)ところで、f(t)の計測タイミングが、第1図(b
)に示すように、aだけずれると f’ (t)=f(t+a) =・(
3)そのフーリエ変換成分F’ (x)は、と求まる。
)ところで、f(t)の計測タイミングが、第1図(b
)に示すように、aだけずれると f’ (t)=f(t+a) =・(
3)そのフーリエ変換成分F’ (x)は、と求まる。
すなわち第1図(c)の(j)に示すように本来存在し
ないはずの位相成分0が、第1図(c)の(]1)に示
すようにXに比例した形で現われる。
ないはずの位相成分0が、第1図(c)の(]1)に示
すようにXに比例した形で現われる。
実際のデータで位相を求めてみると、タイミングずれa
による位相ずれaxの他に、検出系の特性によって生じ
る位相ずれ、磁場不均一性による位相ずれが、重畳する
他、計8111信号のレベルの低いイ装置では正しく位
相が求まらず、ランダムな値になる。
による位相ずれaxの他に、検出系の特性によって生じ
る位相ずれ、磁場不均一性による位相ずれが、重畳する
他、計8111信号のレベルの低いイ装置では正しく位
相が求まらず、ランダムな値になる。
NMRイ、メージングでは、F(x)の値が求める値と
なることに着目し、F(x)の絶対値がf(t)の時間
ずれに影響されないというフーリエ変換の性質を利用し
て、絶対値表示するのが一般的である。
なることに着目し、F(x)の絶対値がf(t)の時間
ずれに影響されないというフーリエ変換の性質を利用し
て、絶対値表示するのが一般的である。
IF’ (xN=lA(x)e”1=lA(x)l=
lF(x)l・・・(5) 」―配力法は、簡単な処理のため、有効であるが、絶対
値をとるためF(x)の値が正でなければ、正しい画像
が得られないという欠点があった。
lF(x)l・・・(5) 」―配力法は、簡単な処理のため、有効であるが、絶対
値をとるためF(x)の値が正でなければ、正しい画像
が得られないという欠点があった。
本発明の目的は、求めるべき画像の濃度が負の値を持つ
場合にも、正しい濃度を得ることができるイメージング
手法髪提供することにある。
場合にも、正しい濃度を得ることができるイメージング
手法髪提供することにある。
この目的を達成するためには、計測信号のタイミングず
れを正確に求めて、補正する必要がある。
れを正確に求めて、補正する必要がある。
先程述べた通り、N M R計測信号のサンプリングの
タイミングずれは周波数空間では、周波数に比例した位
相ずれとなって現われる。本発明ではこの点に注目し、
計測信号の位相データから最小二乗法などによって直線
の傾きを推定し、推定された傾きから計測信号のサンプ
リングのタイミングずれを検出し、ずれ分を補正するよ
うにした点に特徴がある。
タイミングずれは周波数空間では、周波数に比例した位
相ずれとなって現われる。本発明ではこの点に注目し、
計測信号の位相データから最小二乗法などによって直線
の傾きを推定し、推定された傾きから計測信号のサンプ
リングのタイミングずれを検出し、ずれ分を補正するよ
うにした点に特徴がある。
この際、この他の位相の歪をもたらす要因についても考
察する必要がある。まず、検出系による位相歪は、周波
数空間では、単純なシフトになる。
察する必要がある。まず、検出系による位相歪は、周波
数空間では、単純なシフトになる。
よって傾きを算出する場合には、問題とならない。
また、磁場不均一性による位相歪は、磁場の歪に比例し
て生じる。ところで、磁場束は、磁場の中心を頂点とす
る放物面で近似できるため被検体を、磁場中心に位置さ
せると、磁場束による位相歪の直線成分は、はぼ零とな
り、影響をほとんど与えない。
て生じる。ところで、磁場束は、磁場の中心を頂点とす
る放物面で近似できるため被検体を、磁場中心に位置さ
せると、磁場束による位相歪の直線成分は、はぼ零とな
り、影響をほとんど与えない。
さらに、S/Nの悪い位相データは、傾き推定の際には
、省く必要がある。例えばパワースペクトルを求め、そ
の値があらかじめ定めたしきい値以下のものは、位相デ
ータに信頼性がないということで省くことができる。
、省く必要がある。例えばパワースペクトルを求め、そ
の値があらかじめ定めたしきい値以下のものは、位相デ
ータに信頼性がないということで省くことができる。
以上述べたように、ノイズデータ除去後の直線の最小二
乗推定を用いて直線成分の傾きを求め、位相歪を修正す
ることにより、タイミングのずれを補正することができ
、正確な表示をすることが可能となる。
乗推定を用いて直線成分の傾きを求め、位相歪を修正す
ることにより、タイミングのずれを補正することができ
、正確な表示をすることが可能となる。
〔発明の実施例〕
以下、実施例にもとづき本発明の詳細な説明する。第2
図は、本発明の一実施例の構成を示すブロック図である
。被検体からNMR信号を検出するために発生させる各
種パルス及び磁場をコン1〜ロールするシーケンス制御
部201により、被検体の特定の核種を共鳴させるため
に発生させる高周波パルスの送信器202と、NMR信
号の共鳴周波数を決定する静磁場と強さ及び方向を任意
にコントロールできる傾斜磁場を発生させるための磁場
制御部203と、被検体から発生するNMR信号を検波
後、計測を行う受信器205と髪制御し、受信器205
から取り込んだ計測信号をもと力されたコントロール信
号に基づいて計41すに必要な磁場を発生させる。
図は、本発明の一実施例の構成を示すブロック図である
。被検体からNMR信号を検出するために発生させる各
種パルス及び磁場をコン1〜ロールするシーケンス制御
部201により、被検体の特定の核種を共鳴させるため
に発生させる高周波パルスの送信器202と、NMR信
号の共鳴周波数を決定する静磁場と強さ及び方向を任意
にコントロールできる傾斜磁場を発生させるための磁場
制御部203と、被検体から発生するNMR信号を検波
後、計測を行う受信器205と髪制御し、受信器205
から取り込んだ計測信号をもと力されたコントロール信
号に基づいて計41すに必要な磁場を発生させる。
以上の構成における本発明の実施方法を、第2図〜第7
図を用いて以下に説明する。第3図は、本発明によるイ
メージング処理全体の手順を示すフローチャートである
。ここでは、スピンエコー法によるパルスシーケンスで
、二次元ブーリエ変換法を用いて画像を再構成する例に
ついて述べるが、もちろん投影再構成法を用いて画像を
再構成する場合でも同じ考え方で適用できる。以下、第
3図の各処理ステップを第4図に示す二次元フーリエ変
換法のパルスシーケンスを用いて説明する。
図を用いて以下に説明する。第3図は、本発明によるイ
メージング処理全体の手順を示すフローチャートである
。ここでは、スピンエコー法によるパルスシーケンスで
、二次元ブーリエ変換法を用いて画像を再構成する例に
ついて述べるが、もちろん投影再構成法を用いて画像を
再構成する場合でも同じ考え方で適用できる。以下、第
3図の各処理ステップを第4図に示す二次元フーリエ変
換法のパルスシーケンスを用いて説明する。
ステップ301:第4図のパルスシーケンスに従って被
検体を撮影し、N M R信号407を256回計測す
る。すなわち、 ■ 送信器202より、傾斜磁場(G、)402印加時
の特定のスライスを選択できる周波数成分を含む高周波
パルスとして、90°パルス401を照射する。このパ
ルスにより、特定のスライス内の核スピンだけが、90
6倒れる。
検体を撮影し、N M R信号407を256回計測す
る。すなわち、 ■ 送信器202より、傾斜磁場(G、)402印加時
の特定のスライスを選択できる周波数成分を含む高周波
パルスとして、90°パルス401を照射する。このパ
ルスにより、特定のスライス内の核スピンだけが、90
6倒れる。
■ スピンエコーを発生させるためにて1時間後に送信
器202より180”パルス404を印加するが、この
際にも、傾斜磁場(G、 ) 402を磁場駆動部20
4より印加し、90°パルス印加時と同一のスライスを
選択する。なお、こので0時間の間にy方向に傾斜磁場
(G、)403を磁場駆動部204より12時間だけ印
加する。12時間は、NMR信号407の観測時間の半
分に相当し、NMR信号のサンプリング原点の位置合せ
のために印加する。180゜パルスにより、スライス内
のスピンは、180゜反転させられる。
器202より180”パルス404を印加するが、この
際にも、傾斜磁場(G、 ) 402を磁場駆動部20
4より印加し、90°パルス印加時と同一のスライスを
選択する。なお、こので0時間の間にy方向に傾斜磁場
(G、)403を磁場駆動部204より12時間だけ印
加する。12時間は、NMR信号407の観測時間の半
分に相当し、NMR信号のサンプリング原点の位置合せ
のために印加する。180゜パルスにより、スライス内
のスピンは、180゜反転させられる。
■ 180°パルスから14時間後に観測されるNMR
信号407が発生する間に、X方向(位相エンコード方
向)の傾斜磁場(G、)406を印加する。観測信号に
、位置に応じた位相情報を付加するものであり、繰り返
し観測する際に、その強度を順次変化させる。
信号407が発生する間に、X方向(位相エンコード方
向)の傾斜磁場(G、)406を印加する。観測信号に
、位置に応じた位相情報を付加するものであり、繰り返
し観測する際に、その強度を順次変化させる。
■ 180°パルスから(τ、−τ2)時間後にy方向
の傾斜磁場を印加し始め、受信器205を通じて、NM
R信号407を観測する。観測された信号は、直交検波
された後、処理装置206に送られる。
の傾斜磁場を印加し始め、受信器205を通じて、NM
R信号407を観測する。観測された信号は、直交検波
された後、処理装置206に送られる。
上記手順の内、傾斜磁場G、、G、、G、の制御は、磁
場制御部203にて行う。
場制御部203にて行う。
ステップ302:直交棟波後得られた信号は、様々な要
因で歪を受けている。位相情報に大きな影響を与える歪
は、 ■NMR信号のサンプル位置原点ずれ ■検出系特性 ■磁場不向−性 の3点である。これらの歪補正を行いながら、2次元フ
ーリエ変換を行い、画像再構成を行う。この処理の詳細
は、後で述べる。
因で歪を受けている。位相情報に大きな影響を与える歪
は、 ■NMR信号のサンプル位置原点ずれ ■検出系特性 ■磁場不向−性 の3点である。これらの歪補正を行いながら、2次元フ
ーリエ変換を行い、画像再構成を行う。この処理の詳細
は、後で述べる。
ステップ303 二煎ステップ302で得られるNMR
画像は、次式で示す複素信号となる。
画像は、次式で示す複素信号となる。
すなわち、
f(x、y)=f++(xty)+if、(x、y)−
r6)後述する歪補正処理をステップ302で行った後
は、虚部のf t(x v y )成分は、はぼ零であ
る。
r6)後述する歪補正処理をステップ302で行った後
は、虚部のf t(x v y )成分は、はぼ零であ
る。
f(x、y)*fR(XIy) ”・(
7)・・・(8) である。従って、実数部をCRTディスプレイ207に
表示する。
7)・・・(8) である。従って、実数部をCRTディスプレイ207に
表示する。
以上、歪補正処理を除く一般的な処理手順について述べ
た。次に、歪補正処理の手順を第5図のフローチャーl
〜に従って説明する。
た。次に、歪補正処理の手順を第5図のフローチャーl
〜に従って説明する。
丞テップ501:受信器205によって観測さく10)
れたNMR信号4−07の時間軸原点は、本来、90°
パルスから2で3時間後になるはずであるが、傾斜磁場
の立」−り特性等の原因により、わずかにずれてくる。
パルスから2で3時間後になるはずであるが、傾斜磁場
の立」−り特性等の原因により、わずかにずれてくる。
傾斜磁場(G、 ) 406を印加しない時の計811
データは、実部が偶関数、虚部が奇関数になるという性
質を利用して、」二記原点の時間ずれ(以下、単に原点
ずれと呼び、その大きさをαとする)を検出し、H1測
データに補正を加える。検出方法の詳細は後で述べる。
データは、実部が偶関数、虚部が奇関数になるという性
質を利用して、」二記原点の時間ずれ(以下、単に原点
ずれと呼び、その大きさをαとする)を検出し、H1測
データに補正を加える。検出方法の詳細は後で述べる。
ステップ502.:前ステップ501で補rE シたN
MRデータの原点に着目する。128+11信号と検波
信号の位相があっていれば、傾斜磁場(G8)406を
印加しない時の計測データの原点は、実部の値が正、虚
部の値が零となっている。しかし、一般には、検出系の
特性により位相が変化しており、この条件を満たしてい
ない。従って、下記の式に基づいて、算出角度を求める
。
MRデータの原点に着目する。128+11信号と検波
信号の位相があっていれば、傾斜磁場(G8)406を
印加しない時の計測データの原点は、実部の値が正、虚
部の値が零となっている。しかし、一般には、検出系の
特性により位相が変化しており、この条件を満たしてい
ない。従って、下記の式に基づいて、算出角度を求める
。
0 =sgn(gy(0+O)) arCcos(α)
ここで g n (0、O) Q (cos−’ (α)〈π で、g(0,0)は、G8二〇の時のt−0の値。
ここで g n (0、O) Q (cos−’ (α)〈π で、g(0,0)は、G8二〇の時のt−0の値。
得られた角度0を用いて、全i−l測データに対して次
式の摺)正を行う。
式の摺)正を行う。
ン(p、1勺−Mn (p + 1−) + g r
(p + l; )ネテツL可ヶ年:前ステップ502
で得られた計al!Iデータを用いて、2次元フーリエ
変換を行う。
(p + l; )ネテツL可ヶ年:前ステップ502
で得られた計al!Iデータを用いて、2次元フーリエ
変換を行う。
すなわち、
7〔育(p、t))=f(x、y)
=fR(xry)+L(x、y) −(10)
この結果が、NMR画像となる。
この結果が、NMR画像となる。
ステップ50−4−:不均一磁場をE(x、y)とする
と、その時に、i14構成される画像f(x、y)と、
E(x、y)=Oの時の画像f(x、y)の間には、次
の関係がある。
と、その時に、i14構成される画像f(x、y)と、
E(x、y)=Oの時の画像f(x、y)の間には、次
の関係がある。
Gヨ aX
・・(11)
ここで、γ:核磁気回転比
16:不均一磁場下の時間
従って、
■x ’ = x−E (x + y )の幾何学的歪
w G、 ax ■2πγE(xr y) tの位相まわりの補正を行っ
てやればよい。この補正は、E (x 。
w G、 ax ■2πγE(xr y) tの位相まわりの補正を行っ
てやればよい。この補正は、E (x 。
y)が既知であれば容易に実施できる。たとえば、″不
均一磁場におけるフーリエ核磁気共鳴イメージング画像
再生″フィジックス オブ メティカル バイオロジー
、 1984年、29巻、Nα1.PI3−24 (“
Tmage restoratjon from no
n−(J3) unjform ma)<netjc fjeld
1nfluence for direcl;
Fourier NMRjmagingt”Phys、
Med、r(j、o]、1984゜vol、29.Nn
1. PI3−24.)に記述されている。
均一磁場におけるフーリエ核磁気共鳴イメージング画像
再生″フィジックス オブ メティカル バイオロジー
、 1984年、29巻、Nα1.PI3−24 (“
Tmage restoratjon from no
n−(J3) unjform ma)<netjc fjeld
1nfluence for direcl;
Fourier NMRjmagingt”Phys、
Med、r(j、o]、1984゜vol、29.Nn
1. PI3−24.)に記述されている。
なお、上記ステップ501における原点ずれαを検出し
た後の補正を行う方法には、3種類ある。
た後の補正を行う方法には、3種類ある。
■ 計測データを1次元フーリエ変換したのち、周波数
に比例した位相補正を行い、逆フーリエ変換で戻す。
に比例した位相補正を行い、逆フーリエ変換で戻す。
リサンプリングする。
■ 再構成画像のX方向に、位置に比例した位相補正を
行う。
行う。
いずれの方法でも、等価な結果が得られるが、計算時間
の観点から、■がもっとも適している。
の観点から、■がもっとも適している。
位置に依存して、位相は直線的に変化する。その傾きが
前述の時間ずれαを相当し、次式に基づいて、画像に対
して補正を施す。
前述の時間ずれαを相当し、次式に基づいて、画像に対
して補正を施す。
L(x+y)=−f*(x+y)sjnαx+f、(x
、y)cos(txここで、下(x、y)=下、(x
+ y )十下(x、y)は、補正後の画像である。
、y)cos(txここで、下(x、y)=下、(x
+ y )十下(x、y)は、補正後の画像である。
以上、歪補正処理手順全般について述べたが、つぎに、
ステップ501における原点ずれ補正処理の詳細手順を
第6図のフローチャー1〜にもとづき説明する。処理の
対象となるデータは、傾斜磁場G3を印加しない時の計
測データg(0+t)である。以後、簡単のためg(t
)と書く。これを真の信号とすると、実際に観測される
信号は、時間α1だけずれている。すなわち、g(t−
α□)と表現される。
ステップ501における原点ずれ補正処理の詳細手順を
第6図のフローチャー1〜にもとづき説明する。処理の
対象となるデータは、傾斜磁場G3を印加しない時の計
測データg(0+t)である。以後、簡単のためg(t
)と書く。これを真の信号とすると、実際に観測される
信号は、時間α1だけずれている。すなわち、g(t−
α□)と表現される。
ステップ601:サンプル点のピーク値を、原点位置に
持っていく。この処理で、原点位置ずれαは、1サンプ
ル点以下となる。これを次のように表現する。
持っていく。この処理で、原点位置ずれαは、1サンプ
ル点以下となる。これを次のように表現する。
g(t−α) (αくサンプル間隔)・・・(13)
囚デツプ602:g(t−α)をフーリエ変換する。す
なわち、 −iαX Δ 3 (g(t−α))=G(x)e =G(x)
・・・(14) ここで、[g(t))=G(x) となる。g(t)の性質より、G(x)は実数値である
。
囚デツプ602:g(t−α)をフーリエ変換する。す
なわち、 −iαX Δ 3 (g(t−α))=G(x)e =G(x)
・・・(14) ここで、[g(t))=G(x) となる。g(t)の性質より、G(x)は実数値である
。
、4jコ不プ□6q−失: (1,4)式のXのサンプ
ル点(X工とする)毎に、 A−g(G(x)e )= −a x
−(15)を求める。通常、ノイズが重畳しているので
、観測位置β(X、)は、 β(X、)=−αx 、 + n 、
・・・(16)nム :ノイズ となる。β(X、)の値の信頼度は、振幅G(XI)の
大きさにぼは比例して大きくなると考えられるので、G
(XI)の大きさが、ある値以上のサンプル点XI の
み選択する。
ル点(X工とする)毎に、 A−g(G(x)e )= −a x
−(15)を求める。通常、ノイズが重畳しているので
、観測位置β(X、)は、 β(X、)=−αx 、 + n 、
・・・(16)nム :ノイズ となる。β(X、)の値の信頼度は、振幅G(XI)の
大きさにぼは比例して大きくなると考えられるので、G
(XI)の大きさが、ある値以上のサンプル点XI の
み選択する。
ステップ−6,0−牟:前ステップで選択したサンプル
点X、に関して、位相角度β(x t)を次式に基づき
求める。
点X、に関して、位相角度β(x t)を次式に基づき
求める。
・・・(17)
ここで、G(x)=G+t(x)+Gx(x)ネテツプ
旦東」:最小二乗推定により、傾きαを推定する。すな
わち、 Σx、ZXΣ1−(Σx、)2 X−εΩx1εΩX1εΩ ・・・(18) で、αを算出する。
旦東」:最小二乗推定により、傾きαを推定する。すな
わち、 Σx、ZXΣ1−(Σx、)2 X−εΩx1εΩX1εΩ ・・・(18) で、αを算出する。
算出されたαを用いて、(]2)式に従い、ステップ5
01の原点ずれ補正を行う。
01の原点ずれ補正を行う。
以上、2次元フーリエ変換法について述べたが投影再構
成法についても同様に可能である。
成法についても同様に可能である。
本発明を適用した原点ずれ補正処理の実験結果を第7図
に示す。第7図(a)は、補正前のg(0゜t)のフー
リエ変換後の位相データ詮示し、同図(b)は補正後の
位相データを示す。両図を比較すれば、本発明により原
点ずれが適切に補正されている様子がわかる。周辺で値
が大きく変動している部分は、背景部分で、本来、信号
がほとんど零の部分で、ノイズのため、ランダム状にな
っている。
に示す。第7図(a)は、補正前のg(0゜t)のフー
リエ変換後の位相データ詮示し、同図(b)は補正後の
位相データを示す。両図を比較すれば、本発明により原
点ずれが適切に補正されている様子がわかる。周辺で値
が大きく変動している部分は、背景部分で、本来、信号
がほとんど零の部分で、ノイズのため、ランダム状にな
っている。
〔発明の効果]
本発明によれば、従来の絶対値をとって装置の歪を除去
する方式では、正しく再生できない負の値を持つ画像(
縦緩和時間強調像)を、正負の区別をつけて正しく再生
できる。また、装置装による位相の歪だけを除去するこ
とができるので、血流等、動きの影響によって変化する
位相成分を抽出することができ、血流計測も可能となる
。
する方式では、正しく再生できない負の値を持つ画像(
縦緩和時間強調像)を、正負の区別をつけて正しく再生
できる。また、装置装による位相の歪だけを除去するこ
とができるので、血流等、動きの影響によって変化する
位相成分を抽出することができ、血流計測も可能となる
。
第1図は計測タイミングすれと計測信号のフーリエ変換
後データの位相角度に関係の一例を示す図、第2図は本
発明の一実施例を示すブロック図、第3図は本発明の処
理手順を示すフローチャート、第4図は本発明を実施す
るためのパルスシーケンスの一例を示す図、第5図は本
発明の歪補正処理手順を示すフローチャート、第6図は
歪補正処理第 3 (2) へll冗 開 5 回 −6ρ5
後データの位相角度に関係の一例を示す図、第2図は本
発明の一実施例を示すブロック図、第3図は本発明の処
理手順を示すフローチャート、第4図は本発明を実施す
るためのパルスシーケンスの一例を示す図、第5図は本
発明の歪補正処理手順を示すフローチャート、第6図は
歪補正処理第 3 (2) へll冗 開 5 回 −6ρ5
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、静磁場、傾斜磁場、高周波磁場の発生手段と、検査
対象物からの核磁気共鳴信号を取り出す検出手段と、検
出された信号にたいし画像再構成を含む各種演算を行う
処理手段とを有する核磁気共鳴イメージング装置におい
て、位相エンコード方向の傾斜磁場の傾きを零とした時
の計測信号をフーリエ変換し、フーリエ変換後の位相デ
ータの直線成分の傾きから、計測信号のサンプリングの
タイミングずれを検出し、タイミングずれ分を補正し、
補正後の画像を表示することを特徴とする核磁気共鳴イ
メージング方式。 2、上記タイミングずれを検出する処理は、再構成画像
の位相データの直線成分の傾きの平均値を利用すること
を特徴とする第1項の核磁気共鳴イメージング方式。 3、上記タイミングずれを検出する処理は検出系の特性
によつて、計測データ全体に一様に生じる位相ずれを検
出する処理を含むことを特徴とする第1項または第2項
の核磁気共鳴イメージング方式。
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP60114082A JPH0811113B2 (ja) | 1985-05-29 | 1985-05-29 | Nmrイメージング方法 |
US06/867,541 US4736160A (en) | 1985-05-29 | 1986-05-28 | Nuclear magnetic resonance imaging method |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP60114082A JPH0811113B2 (ja) | 1985-05-29 | 1985-05-29 | Nmrイメージング方法 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS61272643A true JPS61272643A (ja) | 1986-12-02 |
JPH0811113B2 JPH0811113B2 (ja) | 1996-02-07 |
Family
ID=14628617
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP60114082A Expired - Lifetime JPH0811113B2 (ja) | 1985-05-29 | 1985-05-29 | Nmrイメージング方法 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0811113B2 (ja) |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS62176443A (ja) * | 1986-01-29 | 1987-08-03 | 横河メディカルシステム株式会社 | Nmr画像の位置・濃度歪補正装置 |
JPS62176444A (ja) * | 1986-01-29 | 1987-08-03 | 横河メディカルシステム株式会社 | 核磁気共鳴撮像装置の静磁場強度分布測定装置 |
JPS62179449A (ja) * | 1986-01-31 | 1987-08-06 | 横河メディカルシステム株式会社 | 核磁気共鳴画像の歪補正装置 |
JP2013046837A (ja) * | 2005-07-27 | 2013-03-07 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置及び方法 |
-
1985
- 1985-05-29 JP JP60114082A patent/JPH0811113B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS62176443A (ja) * | 1986-01-29 | 1987-08-03 | 横河メディカルシステム株式会社 | Nmr画像の位置・濃度歪補正装置 |
JPS62176444A (ja) * | 1986-01-29 | 1987-08-03 | 横河メディカルシステム株式会社 | 核磁気共鳴撮像装置の静磁場強度分布測定装置 |
JPH0324851B2 (ja) * | 1986-01-29 | 1991-04-04 | Yokokawa Medeikaru Shisutemu Kk | |
JPH0324850B2 (ja) * | 1986-01-29 | 1991-04-04 | Yokokawa Medeikaru Shisutemu Kk | |
JPS62179449A (ja) * | 1986-01-31 | 1987-08-06 | 横河メディカルシステム株式会社 | 核磁気共鳴画像の歪補正装置 |
JPH0324852B2 (ja) * | 1986-01-31 | 1991-04-04 | Yokokawa Medeikaru Shisutemu Kk | |
JP2013046837A (ja) * | 2005-07-27 | 2013-03-07 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置及び方法 |
JP5179182B2 (ja) * | 2005-07-27 | 2013-04-10 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH0811113B2 (ja) | 1996-02-07 |
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JPS61272643A (ja) | Nmrイメージング方法 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
EXPY | Cancellation because of completion of term |